本發(fā)明屬于生物成像技術領域，涉及一種降低因生物組織在電磁場中電感耦合作用所產(chǎn)生誤差的多頻成像方法，用于腦出血的非接觸式檢測。

背景技術：

目前臨床中經(jīng)常使用CT，MRI等醫(yī)學成像方法檢測腦出血等顱內(nèi)疾病，但是CT含有放射源，MRI具有強磁場，只能用于一次性檢測，無法用于長期連續(xù)監(jiān)護顱內(nèi)病變。為了實現(xiàn)顱內(nèi)病變的連續(xù)監(jiān)護，急需一種無輻射、弱磁場的可實現(xiàn)人體連續(xù)監(jiān)控的醫(yī)學成像技術。電磁層析成像是一種基于電磁感應原理的電學層析成像技術，由于電磁場可以穿透電導率較低的顱骨，以及其非接觸、無輻射、價格低廉等特點，可實現(xiàn)腦出血等病灶的長期連續(xù)監(jiān)測，具有很大的發(fā)展前景。

電磁層析成像技術用于腦出血檢測時，在圖像重建求邊界測量值時有時間差和頻率差兩種方法，其中頻率差方法利用了生物組織的電導率隨頻率變化的特點，將兩個不同頻率下的腦組織電導率得到的檢測信號做差，作為邊界測量值進行圖像重建，獲得所有組織在兩個頻率下的電導率差分布。然而，其他腦組織電導率隨頻率的變化會引起腦出血成像結果中存在的偽影，影響腦出血成像的分辨率。假設所有組織產(chǎn)生的檢測信號是每一種組織產(chǎn)生的檢測信號的線性疊加，可以使用多頻率依次激勵的方法從所有組織的測試信息中分離出腦出血信息，進而針對腦出血的位置和尺寸進行單獨的圖像重建，可以提高腦出血的位置和大小的成像精度。然而，由于生物組織在電磁場中產(chǎn)生渦流，且渦流之間的互感耦合會導致所有組織產(chǎn)生的檢測信號并不是一種組織產(chǎn)生的檢測信號的線性疊加，給多頻電磁層析成像方法帶來誤差，需要進一步修正。

技術實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的是提供一種可以降低由于生物組織間互感耦合作用、提高腦出血成像的分辨率的多頻電磁層析成像方法。本發(fā)明的技術方案如下：

一種抑制組織間互感耦合作用的多頻電磁層析成像方法，將多個線圈分布在被測物場周圍，采用循環(huán)激勵，循環(huán)檢測的方式，給激勵線圈依次通入不同頻率的交變激勵電流，位于被測區(qū)域周圍的檢測線圈在不同頻率下依次產(chǎn)生感應電壓，進而獲取信號相移，通過已知的被測區(qū)域中健康腦不同組織的電導率，求取健康腦生物組織的電感耦合信息，用于修正多頻電磁層析成像方法，實現(xiàn)抑制組織間互感耦合作用的多頻電磁層析成像檢測，方法如下：

(1)利用式通過有限元方法計算出在激勵電流頻率為f_i時，健康腦組織j在檢測線圈上引起的檢測電壓差其中，j是健康腦組織標號，1≤j≤n，n為所有健康腦組織個數(shù)；i是激勵頻率標號，f_i取兩個頻率f₁和f₂；是在激勵電流頻率為f_i時敏感場中存在健康腦組織j時檢測線圈上的檢測電壓；是在激勵電流頻率為f_i時敏感場中只有空氣分布時檢測線圈上的檢測電壓。

(2)利用式計算出在激勵電流頻率為f_i時，健康腦組織j引起的檢測電壓的相移

(3)利用式計算出在激勵電流頻率為f_i時，健康腦組織j和k之間耦合引起的相移其中是健康腦組織j和k同時存在時引起的檢測線圈上檢測電壓的相移；是健康腦中只有組織k存在時引起的檢測線圈上檢測電壓的相移。

(4)求解二元一次方程組其中是激勵頻率為f₁時健康腦組織j的電導率；是激勵頻率為f₂時健康腦組織j的電導率；是激勵頻率為f₁時健康腦組織k的電導率；是激勵頻率為f₂時健康腦組織k的電導率，計算健康腦組織j和k的耦合參數(shù)D_jk和D_kj。

(5)利用式計算出健康腦組織j和k在多個頻率f_m時由耦合引起的相移其中，是激勵頻率為f_m時健康腦組織j的電導率；m是激勵頻率的標號，1≤m≤(n+1)。

(6)設定f₁為激勵電流參考頻率，利用式以Tikhonov正則化方法求解該式，得出在激勵電流參考頻率f₁時，腦出血組織j′(1≤j′≤n+1)引起的檢測線圈上檢測電壓的相移其中，K_σ是與不同激勵電流頻率下腦出血各組織電導率相關的方陣，即其中是激勵頻率為f_m時腦出血組織j′的電導率；是在激勵頻率為f_m時腦出血所有組織引起的檢測線圈上檢測電壓的相移，設定j′＝1為腦出血組織，就是腦出血組織在激勵電流參考頻率f₁時檢測線圈上檢測電壓的相移。

(4)根據(jù)式計算出腦出血組織在激勵電流頻率f_n+1和f₁之間在檢測線圈得到的相位差利用式以Tikhonov正則化方法為例求解該式，求出腦出血組織的電導率分布Δσ，其中S是在激勵電流參考頻率f₁下求得的靈敏度矩陣。

本發(fā)明基于電磁感應原理，把健康腦各組織之間耦合引起的相移隨頻率和電導率變化的信息作為先驗信息，進而從檢測多頻激勵下的所有腦組織的相移中，分離出腦出血組織的相移，重建出腦出血的分布圖像，從而減小生物組織耦合在現(xiàn)有多頻電磁層析成像方法中產(chǎn)生的誤差。

附圖說明

以下附圖描述了本發(fā)明所選擇的實施例，均為示例性附圖而非窮舉或限制性，其中：

圖1本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法基于的電磁層析成像一種組織存在時的等效電路圖。

圖2本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法基于的電磁層析成像兩種組織存在時的等效電路圖。

圖3本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法采用的2維16線圈電磁層析成像線圈傳感器陣列的分布形式示意圖；

圖4本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法作為先驗信息的健康腦模型的組織分布示意圖；

圖5本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法采用的用于有限元計算重建腦出血的2維腦模型的組織分布示意圖；

圖6本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法得到的腦出血電導率變化的重建結果。

表1是部分腦組織在不同頻率下的電導率。

附圖中符號說明：

具體實施方式

電磁層析成像抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法，是將健康腦模型的各組織之間耦合信息作為先驗信息，基于生物組織的電導率隨頻率變化的特點，重建出腦出血一種組織的成像結果，既可以消除雙頻率頻差法獲得腦出血成像結果中的偽影，又可以減小生物組織耦合在現(xiàn)有多頻電磁層析成像方法中產(chǎn)生的誤差。抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法通過獲取健康腦模型的各組織之間耦合信息，從多個不同頻率下含有腦出血的腦部組織在檢測線圈上產(chǎn)生的檢測電壓相移中，分離出腦出血一種組織在檢測線圈上產(chǎn)生的檢測電壓相移，進而重建出腦出血一種組織的成像結果。

下面結合說明書附圖詳細說明本發(fā)明的優(yōu)選實施例。本發(fā)明實施例利用健康腦模型和腦出血模型實現(xiàn)。

如圖1所示，包含一種生物組織的電磁層析成像等效電路圖。圖中包含一個激勵線圈，一個檢測線圈和組織j。

如圖2所示，包含兩種生物組織的電磁層析成像等效電路圖。圖中包含一個激勵線圈，一個檢測線圈，組織j和組織k。

如圖3所示，一個電磁層析成像線圈傳感器陣列的分布形式，包含16個線圈傳感器、敏感場和屏蔽層。16個線圈傳感器完全相同，既可以作為激勵線圈通入激勵電流又可以作為檢測線圈獲取檢測電壓。在不同的激勵電流激勵頻率f_i下，給一個線圈通入激勵電流，其他所有線圈作為檢測線圈分別獲取空場時的檢測電壓和腦出血腦部時的檢測電壓敏感場中可放置被測腦模型。屏蔽層用于屏蔽外界磁場干擾。

圖4是本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法采用的健康腦模型的組織分布示意圖。圖中包含六種組織，分別是脂肪、顱骨、肌肉、腦脊液、腦灰質(zhì)和腦白質(zhì)。各組織在不同頻率下的電導率如表1所示。

圖5是本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法采用的用于有限元計算圖像重建的2維腦模型的組織分布示意圖。圖中包含七種組織，分別是脂肪、顱骨、肌肉、腦脊液、腦灰質(zhì)、腦白質(zhì)和腦出血。圖中腦出血的半徑為17mm，腦出血的電導率設置與血液電導率相同。各組織在不同頻率下的電導率如表1所示。

圖6是本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法得到的腦出血的重建結果，圖中黑色實線表示原始腦出血的位置和大小。

下面以圖4的健康腦模型為例求解各組織間的耦合先驗信息，再對圖5的腦出血模型使用抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法對腦出血進行圖像重建，該方法可用于其他生物組織的電磁層析成像中。

利用上述電磁層析成像線圈傳感器陣列獲得的測試數(shù)據(jù)，采用的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法減小生物組織耦合在多頻電磁層析成像方法重建腦出血目標時誤差的步驟如下：

步驟1：在電磁層析成像有限元計算中，可在檢測線圈直接獲得檢測電壓，健康腦模型在激勵頻率f_i只有組織j存在時物場與空場之間的電壓差為：

式中，f_i取兩個頻率f₁＝1MHz和f₂＝10MHz；是在頻率為f_i時敏感場中只有健康腦模型的組織j時檢測線圈上的檢測電壓；是在頻率為f_i時敏感場中只有空氣分布時檢測線圈上的檢測電壓。

步驟2：在電磁層析成像的電流激勵-相位檢測策略下，由于健康腦模型在激勵頻率f_i只有組織j存在時的相移為：

步驟3：求解健康腦模型中任意兩種組織j和k之間的耦合產(chǎn)生的檢測電壓相移。根據(jù)圖1的等效電路圖，可以得出健康腦模型只有組織j存在時的相移與頻率和電導率關系為：

其中是健康腦模型組織j在激勵頻率為f_i時的電導率，qj是組織j與其電導率之間的關系常數(shù)；Q_j＝-2πM_sjM_ej/(q_jM_es)。根據(jù)圖2的等效電路圖，可以得出兩種組織j和k存在時的相移與每一種組織單獨存在時的相移的關系為：其中是由于兩種組織j和k之間的耦合產(chǎn)生的相移。于是，針對健康腦模型中任意兩種組織j和k之間的耦合產(chǎn)生的檢測電壓相移：

式中，是健康腦模型中腦組織j和k同時存在時引起的檢測線圈上檢測電壓的相移；是健康腦模型中一種組織k存在時引起的檢測線圈上檢測電壓的相移。

步驟4：求解健康腦模型中任意兩種組織j和k之間的耦合參數(shù)。在電磁層析成像的電流激勵-相位檢測策略下，兩種組織j和k之間的耦合產(chǎn)生的相移與頻率和電導率的關系為：

其中為兩種組織的耦合參數(shù)。所以為計算耦合參數(shù)D_jk和D_kj，求解以下方程組：

步驟5：利用式(5)計算出健康腦模型中腦組織j和k在頻率f_m時耦合引起的相移其中，m是激勵頻率的標號，1≤m≤(n+1)，n取所有健康腦模型腦組織個數(shù)。

步驟6：利用抑制組織間互感耦合作用的多頻電磁層析成像方法分離出腦出血引起的檢測電壓的相移。對于腦出血模型的所有組織產(chǎn)生的相移為：

該式展開為：

根據(jù)式(3)每一種組織引起的相移與頻率和電導率的關系，可以將式(8)簡化為

式中，矩陣K_σ的行數(shù)等于頻率個數(shù)，列數(shù)等于被測腦組織的種類個數(shù)。本發(fā)明中的頻率個數(shù)與被測腦出血模型中組織的種類個數(shù)相等。針對圖5的腦模型，頻率個數(shù)為7，在1MHz和10MHz之間，以0.5MHz為間隔，以矩陣K_σ的條件數(shù)為依據(jù)，選取頻率組合使得矩陣K_σ的條件數(shù)最小。所選頻率為1MHz、1.5MHz、2.5MHz、4MHz、6.5MHz、7.5MHz和10MHz，矩陣K_σ可由表1中各組織在不同頻率下的電導率得到。以Tikhonov正則化方法為例求解方程(8)，可以計算出腦出血模型的組織j′在參考頻率f₁下引起的檢測電壓的相移

步驟6：重建腦出血圖像。設定j′＝1為腦出血組織，腦出血組織在測試頻率f₇＝10MHz和參考頻率f₁＝1MHz檢測電壓之間的相位差為：

求解式以Tikhonov正則化方法為例求解該式，來重建出腦出血組織的電導率分布Δσ，其中S是在激勵電流參考頻率f₁＝1MHz下求得的靈敏度矩陣；可通過求解重建電導率分布和真實電導率分布之間的最小誤差來選擇正則化參數(shù)。

本發(fā)明使用抑制組織間互感耦合作用的多頻電磁層析成像方法，通過將健康腦模型下的生物組織的電感耦合作為先驗信息用于多頻電磁層析成像方法檢測腦出血，減小了生物組織耦合在現(xiàn)有多頻電磁層析成像方法中產(chǎn)生的誤差問題，進而提高腦出血成像的分辨率。圖6是本發(fā)明的抑制組織間互感耦合作用的多頻成像方法得到的腦出血的重建結果。

表1